Ressonancia Magnetica

Artigo de RevisoRevista Brasileira de Fsica Mdica. 2009;3(1):117-29.

Ressonncia magntica: princpios de formao da imagem e aplicaes em imagem funcionalMagnetic resonance: principles of image formation and applications in funcional imagingAlessandro A Mazzola1Bacharel e Licenciado em Fsica pela Pontifcia Universidade do Rio Grande do Sul (PUCRS) Rio Grande do Sul (RS), Brasil; Mestre em Cincias Radiolgicas pela Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ) Rio de Janeiro (RJ), Brasil; Fsico-mdico do Hospital Moinhos de Vento; Professor da Faculdade de Fsica da Pontifcia Universidade Catlica do Rio Grande do Sul (PUCRS) e da Faculdade de Tecnologia Ipuc (FATIPUC) e scio da PhyMED Consultores em Fsica Mdica e Radioproteo Ltda. Porto Alegre (RS), Brasil.1

ResumoA imagem por ressonncia magntica hoje um mtodo de diagnstico estabelecido na prtica clnica e em crescente desenvolvimento. A RM funcional se destaca como uma das tcnicas que vem permitindo explorar funes cerebrais como a memria, linguagem e controle da motricidade. Esta reviso tem por objetivo explorar de forma introdutria e simplificada a fsica da imagem por ressonncia magntica e demonstrar os mecanismos e aplicaes da RM funcional. Palavras-chave: fsica; imagem por ressonncia magntica; neurologia.

AbstractMagnetic resonance imaging is a well established diagnostic procedure and in continuous development. Functional MR is one of the techniques that permits to explore the brain functions like memory, language and motor tasks. This revision aims to explore the physics of magnetic resonance imaging in an introductory and simplified way and to demonstrate the functional MR mechanisms and applications. Keywords: physics; magnetic resonance imaging; neurology.

IntroduoA imagem por ressonncia magntica (IRM) hoje um mtodo de diagnstico por imagem estabelecido na prtica clnica e em crescente desenvolvimento. Dada a alta capacidade de diferenciar tecidos, o espectro de aplicaes se estende a todas as partes do corpo humano e explora aspectos anatmicos e funcionais. A ressonncia magntica funcional (RMf) se destaca como uma das tcnicas de IRM que vem permitindo explorar funes cerebrais como a memria, linguagem e controle da motricidade. A fsica da ressonncia magntica nuclear (RMN), aplicada formao de imagens, complexa e abrangente, uma vez que tpicos como eletromagnetismo, supercondutividade e processamento de sinais devem ser abordados em conjunto para o entendimento desse mtodo. Esta reviso tem por objetivo explorar de forma introdutria e simplificada a fsica da imagem por ressonncia magntica e demonstrar os mecanismos e aplicaes da

RMf, servindo como texto de apoio para o aprofundamento do assunto atravs das referncias citadas.

Fsica da RMNA IRM , resumidamente, o resultado da interao do forte campo magntico produzido pelo equipamento com os prtons de hidrognio do tecido humano, criando uma condio para que possamos enviar um pulso de radiofrequncia e, aps, coletar a radiofrequncia modificada, atravs de uma bobina ou antena receptora. Este sinal coletado processado e convertido numa imagem ou informao. Apesar do fenmeno fsico da RMN ter sido descrito em 1946 por Block e Purcell em artigos independentes da Physics Review1,2, as primeiras imagens do corpo humano s foram possveis cerca de trinta anos aps. Este intervalo de tempo demonstra a complexidade deste mtodo e a necessidade, para a formao da imagem, do uso de

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tecnologias aparentemente to distintas como os supercondutores e o processamento de sinais.

RMNAs propriedades de ressonncia magntica tm origem na interao entre um tomo em um campo magntico externo; de forma mais precisa, um fenmeno em que partculas contendo momento angular e momento magntico exibem um movimento de precesso quando esto sob ao de um campo magntico. Os principais tomos que compem o tecido humano so: hidrognio, oxignio, carbono, fsforo, clcio, flor, sdio, potssio e nitrognio. Estes tomos, exceto o hidrognio, possuem no ncleo atmico prtons e nutrons. Apesar de outros ncleos possurem propriedades que permitam a utilizao em IMR, o hidrognio o escolhido por trs motivos bsicos: o mais abundante no corpo humano: cerca de 10% do peso corporal se deve ao hidrognio3; as caractersticas de RMN se diferem bastante entre o hidrognio presente no tecido normal e no tecido patolgico; o prton do hidrognio possui o maior momento magntico e, portanto, a maior sensibilidade a RMN. Spin e o momento magntico O tomo de hidrognio, o mais simples da tabela peridica, possui como ncleo o prton. Os prtons so partculas carregadas positivamente, que possuem uma propriedade chamada de spin ou momento angular.

Figura 1. O prton de hidrognio pode ser visto como uma pequena esfera (1), que possui um movimento de giro, ou spin, em torno do seu prprio eixo (2); por ser uma partcula carregada positivamente (3), ir gerar um campo magntico prprio ao seu redor (4), comportando-se como um pequeno dipolo magntico (4) ou como um im (5), com um momento magntico () associado.

Como o objetivo ter uma viso simplificada e introdutria da fsica relacionada IRM, vamos admitir que o spin represente o movimento de giro do prton em torno de seu prprio eixo, da mesma forma que um pequeno pio. Para o prton de hidrognio, o spin (I) pode ser +1/2 ou -1/2, o que na nossa analogia clssica pode representar o prtons girando para um lado ou para o outro. Juntamente com o spin, o prton de hidrognio possui outra propriedade chamada de momento magntico, que faz com que o mesmo se comporte como um pequeno im. Esta analogia valida se visualizarmos o prton como uma pequena esfera carregada (carga positiva) e girando em torno de seu prprio eixo (spin). Como para toda partcula carregada em movimento acelerado surge um campo magntico associado, o prton de hidrognio se comporta como um pequeno magneto, ou um dipolo magntico. Podemos utilizar um vetor para descrever cada dipolo magntico, ou cada prton, como mostra a Figura 1. E o que acontece quando um prton de hidrognio ou um conjunto de prtons de hidrognio colocado sob ao de um campo magntico externo? Ou seja, o que ocorre com os prtons do corpo do paciente quando o mesmo posicionado dentro do magneto? Para responder esta pergunta, importante entendermos que na temperatura mdia de 36,5 C do corpo humano, e sob ao do fraco campo magntico terrestre de 0,3 gauss (ou 3x10-5 tesla, uma vez que o fator de converso de 1 T=10.000 G), os momentos magnticos no possuem uma orientao espacial definida, se distribuindo de forma randmica. Esta distribuio aleatria faz com que a magnetizao resultante de um volume de tecido seja igual a zero. Quando o paciente posicionado no interior do magneto e fica sob ao de um campo magntico de, por exemplo, 1,5 T, os prtons de hidrognio iro se orientar de acordo com a direo do campo aplicado, como se fossem pequenas bssolas; porm, ao contrrio das bssolas, que apontariam seu norte marcado na agulha para o sul magntico, os prtons de hidrognio apontam tanto paralelamente quanto antiparalelamente ao campo. As duas orientaes representam dois nveis de energia que o prton pode ocupar: o nvel de baixa energia (alinhamento paralelo) e o nvel de maior energia (alinhamento antiparalelo), como mostra a Figura 2. No modelo quntico, um dipolo nuclear somente pode ter 2I+1 orientaes com o campo, correspondendo a 2I+1 nveis de energia. O prton de hidrognio (I=1/2) possui duas possveis orientaes, que correspondem aos nveis de baixa e alta energia. A distribuio dos spins nos dois nveis regida pela distribuio de Boltzmann (Equao 1): (1) onde: NP: nmero de spins alinhados paralelamente; NAP: nmero de spins alinhados anti-paralelamente; k: constante de Boltzmann (k=1,3805x10-23 joules/kelvin); T: temperatura absoluta, em kelvin.

Figura 2. Prtons de hidrognio sob ao do campo magntico externo aplicado. Os prtons se distribuem em dois nveis de energia, sendo que um pequeno nmero maior de prtons se alinha paralelamente. 118Revista Brasileira de Fsica Mdica. 2009;3(1):117-29.

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Para um campo magntico de 1,5 T e na temperatura mdia do tecido humano, a diferena entre os spins que ocupam o estado de menor energia e o de maior energia de aproximadamente 5 para 1 milho. Do ponto de vista prtico somente com estes cinco spins resultantes que poderemos trabalhar para produzir sinal detectvel na bobina. Movimento de precesso e equao de Larmor Na tentativa de alinhamento com o campo, e por possuir o spin, surge um segundo movimento chamado de precesso. A analogia com um pio sob a ao do campo gravitacional valida para entendermos este movimento. Sob ao de um campo magntico, os prtons de hidrognio iro precessar a uma frequncia w determinada pela equao de Larmor (Equao 2): (2) onde: : razo giromagntica; B0: valor do campo magntico externo aplicado. Para o hidrognio, a razo giromagntica de 42,58 MHz/T. Portanto, se considerarmos uma campo de 1,5 T, a frequncia de precesso ser de 63,87 MHz. Uma regra importante a ser sempre lembrada que qualquer alterao no valor do campo magntico ir alterar a frequncia de precesso. Magnetizao do tecido Como nas imagens a menor unidade ser o voxel sendo este da ordem de 1,0 mm3 ou mais , o efeito combinado dos prtons de hidrognio que ir nos interessar. A magnetizao resultante em cada voxel o resultado da soma vetorial de todos os spins que resultaram do cancelamento mtuo. No equilbrio, a magnetizao resultante possui somente a componente horizontal, ao longo de B0. fundamental que neste momento faamos a localizao espacial do vetor magnetizao. Coordenadas no espao (x, y e z): eixo longitudinal e plano transversal A Figura 3 mostra os eixos de coordenadas (x, y e z) e o vetor que representa o momento magntico de um prton de hidrognio realizando o movimento de precesso em torno do eixo z, assim como as mesmas coordenadas num tpico magneto supercondutor. O eixo z, ou longitudinal, representa a direo de aplicao do campo magntico principal (B0). O plano xy chamado de plano transversal. Utilizando o mesmo sistema de coordenadas, podemos imaginar um elemento de volume de tecido (voxel) contendo 11 spins, como mostra a Figura 4. Os spins iro se alinhar paralelamente (7 spins) e antiparalelamente (4 spins). Realizando o cancelamento mtuo do vetor momento

Figura 3. Eixos de coordenadas usados em IRM e o vetor momento magntico () associado ao prton de hidrognio.

Figura 4. Direita: spins alinhados paralelamente e antiparalelamente ao campo magntico externo aplicado (eixo z), realizando movimento de precesso. Esquerda: Vetor magnetizao resultante (M0) de um elemento de volume do tecido.

magntico dos que esto para cima com os que esto para baixo (7-4=3 spins), uma componente de magnetizao resultante M0 ir surgir alinhada ao eixo longitudinal. Apesar de todos os momentos magnticos individuais precessarem em torno de B0 a uma frequncia angular igual a w, no existe coerncia de fase entre eles e, portanto, no existir componente de magnetizao no plano transversal. Uma bobina posicionada de forma perpendicular ao plano transversal no detectar nenhum sinal, pois no ocorrer alterao no fluxo magntico. Aplicao do campo de radiofrequncia (B1) Para que uma corrente eltrica seja induzida em uma bobina posicionada de forma perpendicular ao plano transversal, necessrio que o vetor magnetizao como um todo, ou parte dele, esteja no plano transversal e possua coerncia de fase. Se todos os momentos magnticos individuais forem desviados em 90 para o plano transversal e todos estiverem precessando na mesma posio (mesma fase), teremos o mximo de sinal induzido nesta bobina. Para reorientar o vetor magnetizao, um segundo campo magntico de curta durao (pulso) tem que ser aplicado. Este campo B1 (pulso de radiofrequncia, ou RF) deve ser perpendicular a B0 e deve estar em fase com a frequncia de precesso.

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O efeito no vetor magnetizao (vetor M) o de afast-lo, por um dado ngulo de desvio (), do alinhamento com B0. Um dos pulsos de RF mais utilizados o que ir resultar em um ngulo de desvio de 90, transferindo assim todo o vetor M para o plano transversal. Pulsos de 180 tambm so utilizados e so chamados de pulsos de inverso (Figura 5). A emisso deste pulso de RF normalmente feita pela chamada bobina de corpo, e a deteco do sinal feita por uma bobina local, como a bobina de crnio. Em resumo, a aplicao do pulso de RF causa dois efeitos: transfere energia para o vetor magnetizao, desviando-o do alinhamento, ou jogando-o para o plano transversal, quando for de 90;

faz com que os ncleos precessem, momentaneamente, em fase no plano transversal. Sinal de induo livre Com aplicao de um pulso de RF de 90, por exemplo, a magnetizao jogada no plano transversal e passa a induzir uma tenso eltrica na bobina de frequncia w (sinal de RMN). Quando encerra a aplicao do pulso de RF, o sinal gradualmente decai como resultado do processo de relaxao ou de retorno do vetor magnetizao para o equilbrio, ou seja, para o alinhamento com B0. O formato do sinal induzido (ou sinal de induo livre, SIL) o de uma onda seno amortecida, como mostra a Figura 6. Processos de relaxao: longitudinal e transversal A relaxao dos spins que gera o SIL causada pelas trocas de energia entre spins e entre spins e sua vizinhana (rede). Estas interaes so chamadas de relaxao spinspin e spin-rede e juntas fazem com que o vetor M retorne ao seu estado de equilbrio (paralelo a B0). Duas constantes de tempo foram criadas para caracterizar cada um destes processos: T1 e T2. A constante T1 est relacionada ao tempo de retorno da magnetizao para o eixo longitudinal e influenciada pela interao dos spins com a rede. J a constante T2 faz referncia reduo da magnetizao no plano transversal e influenciada pela interao spin-spin (dipolo-dipolo). A Figura 7 mostra passo a passo o retorno do vetor magnetizao ao equilbrio aps a aplicao de um pulso de RF de 90. Em amarelo so mostrados os momentos magnticos individuais. possvel perceber que estes vo se defasando e com isso ocorre uma reduo rpida na componente de magnetizao ainda presente no plano transversal. Retorno da magnetizao longitudinal T1 A equao que descreve o retorno da magnetizao para o eixo longitudinal, mostrada no grfico da Figura 8, a seguinte (Equao 3):

Figura 5. Pulsos de RF e sua nomenclatura. O pulso de 90 chamado de pulso de excitao, o de 180 de pulso de inverso e o pulso a pode assumir qualquer valor.

Figura 6. Sinal de Induo Livre (SIL) gerado pelo retorno da magnetizao para o alinhamento aps a aplicao de um pulso de RF de 90.

(3) onde: MZ: magnetizao no eixo z; ML: magnetizao longitudinal; M0: magnetizao inicial; t: tempo; T1: constante de relaxao longitudinal. O tempo necessrio para a magnetizao longitudinal recuperar 63% do seu valor inicial chamado de T1. Decaimento da magnetizao transversal: tempo T2 A equao que descreve o decaimento da magnetizao no plano transversal, como mostra no grfico da Figura 9 a Equao 4:

Figura 7. Retorno do vetor magnetizao ao equilbrio. 120Revista Brasileira de Fsica Mdica. 2009;3(1):117-29.

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Tabela 1. Tempos de relaxao T1 e T2 aproximados para diversos tecidos do corpo humano a 1,5 TTecido Substncia branca Substncia cinzenta Lquido cfalo-raquidiano (lquor) Sangue (arterial) Parnquima heptico Miocrdio Msculo Lipdios (gordura) T1 (ms) 790 920 4000 1200 490 870 870 260 T2 (ms) 90 100 2000 50 40 60 50 80

Figura 8. Retorno da magnetizao longitudinal.bastante diferentes. possvel perceber que estas diferenas nos tempos de relaxao podero ser usadas para gerar contraste entre os tecidos nas imagens (Figura 10), e que esta uma vantagem da RM sobre os demais mtodos de diagnstico. Ecos de spins At aqui tratamos do fenmeno da RMN e da observao do SIL, assim como entendemos que existem constantes de relaxao (T1 e T2) que possibilitam diferenciar tecidos. Um aspecto fundamental para a coleta do sinal que ir gerar a imagem de ressonncia magntica o fenmeno de formao de ecos. Este fenmeno foi observado e descrito por Hahn5 em 1950 e a base para estudarmos sequncias de pulso. Hahn descreveu que, se excitarmos os prtons com um pulso de RF inicial e, aps um determinado tempo t, enviarmos um segundo pulso, observaremos que, alm do surgimento de sinal na bobina aps o primeiro pulso (SIL), tambm haver o surgimento de um segundo sinal. Este segundo sinal um eco do primeiro e aparece na bobina num tempo igual a 2 t. importante ressaltarmos que o surgimento do eco um processo natural e ocorre devido a refasagem dos momentos magnticos induzida pelo segundo pulso de RF. Podemos controlar o momento em que o eco ir surgir atravs dos tempos e de aplicao dos pulsos, porm a defasagem e refasagem ser dependente dos tipos de tecido em questo. Mais tarde abordaremos a sequncia de pulso gradiente eco, na qual poderemos manipular tambm a defasagem e a refasagem. Sequncias de pulso spin eco ou eco de spins A sequncia de pulso spin eco se caracteriza pela aplicao de um pulso inicial de RF de 90, seguido de um pulso de RF de 180. Como j descrito anteriormente, o intervalo de tempo t entre a aplicao destes dois pulsos ir determinar o surgimento do eco em 2 t. Chamaremos de tempo de eco (TE) o intervalo de tempo entre a aplicao do pulso inicial de RF de 90 e o pico do eco (Figura 11). O tempo entre sucessivos pulsos de RF de 90 chamado de TR, ou tempo de repetio. Enquanto o TE determina o quanto de relaxao no plano longitudinal estar presente no eco, o TR estabelece o quanto de magnetizao longitudinal se recuperou entre sucessivos pulsos de 90.

Figura 9. Decaimento da magnetizao transversal.onde: Mxy: magnetizao no plano xy; MT: magnetizao transversal; M0: magnetizao inicial; t: tempo; T2: tempo de relao transversal. O tempo necessrio que a magnetizao no plano transversal atinja 37% do seu valor inicial chamado de T2. Constante de tempo T2 versus T2* Variaes locais do B0 causam defasagem dos momentos magnticos, aumentando ainda mais a relaxao no plano transversal e acelerando o decaimento do sinal de induo livre. conveniente definir outra constante de tempo, chamada T2*, ou T2 estrela (Equao 5): (5) onde: T2inomog.: descreve o decaimento adicional no sinal devido a inomogeneidades do campo. Estas inomogeneidades podem ter origem nas prprias diferenas de composio dos tecidos do corpo, como tambm em imperfeies na fabricao e ajustes do magneto. A ressonncia magntica funcional ir explorar as alteraes no tempo T2*, como veremos mais adiante. A Tabela 1 apresenta tempos de relaxao T1 e T2 para diversos tecidos a 1,5 T4. Os valores devem servir apenas como referncia, pois uma medida quantitativa dos tempos de relaxao pode resultar em valores


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Figura 10. Imagem turbo spin eco ponderada em T2, mostrando na imagem ampliada a resoluo de contraste obtida devido as diferenas nos tempos T2 entre os tecidos envolvidos.

Figura 12. Efeito de aplicao de um gradiente de campo magntico na direo do eixo z com amplitude de 45 mT/m. As alteraes na frequncia de precesso dentro do volume de interesse se modificam de acordo com a posio ao longo do eixo zsinal contm informao de todo o tecido cerebral, mas no possibilita que saibamos de que parte do crebro ele provm. Como o objetivo mapear uma imagem bidimensional (2D), preciso estabelecer um mtodo que possibilite a seleo de um corte do corpo para que, dentro deste corte, possa haver uma matriz de pontos organizada em linhas e colunas. Para cada elemento desta matriz (pixel) deve ser obtido o valor de intensidade de sinal, para que atravs de uma escala de tons de cinza ou cores possamos visualizar a imagem final. Com a introduo dos chamados gradientes de campo magntico, poderemos variar linearmente em uma dada direo a intensidade do campo magntico, como mostra a Equao 6: (6) onde: Gz: intensidade do gradiente aplicado (mT/m) na direo z; Bz(z): novo valor de campo magntico numa dada posio z. O novo campo criado localmente com o acionamento do gradiente far com que a frequncia de precesso mude, ou seja, cada posio do tecido na direo de aplicao do gradiente atinja precesso em uma frequncia diferente. A Figura 12 exemplifica o acionamento do gradiente. A frequncia poder ser usada, agora, para localizar espacialmente o sinal. O acionamento de um gradiente de campo tambm altera a fase dos spins. Esta alterao proporcional ao tempo que o gradiente fica ligado e amplitude do gradiente. Juntas, fase e frequncia podero fornecer informaes espaciais do sinal. Seleo de corte, codificao de fase e codificao de frequncia So necessrias trs etapas para a codificao do sinal de forma a obter uma imagem de RM: seleo de corte,

Figura 11. Sequncia de pulso spin eco. Pulso de 90 e aplicao no tempo (TE/2) do pulso de RF de 180

Formao da imagemCodificao do sinal A RMN s pde se tornar til como mtodo de obteno de imagens do corpo humano com o desenvolvimento da codificao espacial do sinal atravs do uso de gradientes de campo magntico. Em 1973, Paul Lauterbur6 props o uso de gradientes de campo magntico, permitindo assim a codificao espacial do sinal. Lauterbur mostrou que, adicionando gradientes de campo magntico lineares e obtendo uma srie de projees da distribuio de sinal, seria possvel reconstruir uma imagem atravs da mesma retroprojeo filtrada usada por Hounsfield para obteno de imagens de tomografia computadorizada por raios-x7. O mtodo foi aprimorado por muito outros pesquisadores, incluindo Peter Mansfield, o qual props tambm a sequncia de pulso eco planar (EPI), que ser tratada mais adiante8. Gradientes de campo magntico At aqui, consideramos que o campo magntico produzido pelo magneto possui um valor nico e uniforme. Desta forma, se todo um volume de tecido, como o crebro, for posicionado neste campo, e se um pulso de RF for enviado com valor de frequncia exatamente igual frequncia de precesso dos prtons de hidrognio, todo o volume ser excitado. Os prtons de hidrognio do volume como um todo recebero energia do pulso de RF e retornaro sinal para a bobina. Este

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metodologia usada atualmente para determinar as amplitudes e frequncias (e, portanto, as posies) encontradas no sinal de RM (eco) coletado pelas bobinas. Somente depois de coletar 64, 128, 256 ou mais ecos e armazen-los no chamado espao K que aplicaremos a TF para passar do domnio do tempo para o domnio de frequncias, obtendo a imagem de RM. Uma descrio completa deste processo apresentada por autores como Bracewell9 e Gallagher10.

Espao KFigura 13. Diagrama simplificado da sequncia de pulso spin eco mostrando o acionamento dos gradientes de seleo de corte (GSC), codificao de fase (GCF) e codificao de frequncia ou de leitura (GL). Sempre que um pulso de RF transmitido (RFt) ocorre o acionamento de um gradiente de seleo de corte.codificao de fase e codificao de frequncia. Cada etapa representa o acionamento de gradientes em uma dada direo. Se o gradiente de seleo de corte for acionado na direo z, cada posio ao longo do eixo da mesa ir precessar com um valor diferente de frequncia. Se este gradiente permanecer ligado, podemos enviar um pulso de RF com frequncia central de precesso igual a da regio que queremos excitar. Assim, dividimos o paciente em cortes axiais. Os outros dois gradientes (codificao de fase e frequncia) sero acionados nos eixos que restaram (x e y ou y e x). Quando o gradiente de codificao de fase acionado, alteramos a fase dos spins de forma proporcional sua localizao. Assim, um dos eixos do corte fica mapeado com a fase. necessrio acionar n vezes o gradiente de codificao de fase. Cada vez que acionado, alterase a amplitude do gradiente. No momento da leitura do sinal, o gradiente de codificao de frequncia acionado na direo restante. Desta forma, o segundo eixo do corte ficar mapeado em frequncia. O gradiente de codificao de frequncia tambm chamado de gradiente de leitura. Podemos agora adicionar ao nosso esquema da sequncia de pulso as etapas de codificao do sinal, como mostra a Figura 13. Domnio do tempo versus domnio de frequncias: Fourier O sinal coletado de cada corte est mapeado em fase e frequncia. Ou seja, um sinal que varia no tempo, contendo diversas fases e diversas frequncias, carrega informao sobre todo o tecido contido no corte. Por volta de 1807, o matemtico francs Jean Baptiste Joseph Fourier, desenvolveu ferramentas analticas para decompor uma funo contnua em suas componentes oscilatrias e amplitudes. Este processo hoje conhecido como transformada de Fourier (TF). Uma verso desta O espao K no um local fsico no equipamento de RM, e sim um conceito abstrato que auxilia no entendimento de sequncias de pulso modernas e metodologias de aquisio. til visualizarmos o espao K como uma matriz. Cada linha desta matriz ser preenchida com um eco. Podemos visualizar o espao K na forma de uma matriz em tons de cinza. Cada ponto nesta matriz corresponde a uma intensidade de sinal (tom de cinza) e a uma posio no tempo, e representa a amplitude do sinal recebido pela bobina naquele dado instante. Os eixos de coordenadas (x e y ou ky e kx) deste espao so, respectivamente, o gradiente de codificao de frequncia e o gradiente de codificao de fase, como mostra a Figura 14. O preenchimento linha a linha do espao K ir ocorrer medida que o gradiente de codificao de fase na sequncia de pulso variar sua amplitude. O nmero de codificaes de fase pode, por exemplo, ser de 256, o que resulta no acionamento de 256 amplitudes diferentes para o gradiente de codificao de fase. Esta amplitude pode iniciar com o uso de um gradiente negativo com mxima amplitude, reduzindo gradativamente sua amplitude at zero e, a partir da, acionando um gradiente positivo at atingir novamente a amplitude mxima, mas na direo contrria. Cada linha do espao K ser preenchida com um eco que foi codificado por uma amplitude diferente do gradiente de fase. Uma caracterstica importante do preenchimento do espao K, descrito acima, que os extremos do espao K sero preenchidos com sinal de baixa amplitude, pois o prprio acionamento do gradiente causa maior defasagem e reduo do sinal. J as linhas centrais do espao K contero sinal de maior amplitude, o que na imagem de RM resultar em contraste (preto e branco). Caractersticas do espao K Algumas caractersticas do espao K so importantes para entendermos melhor a imagem resultante: No existe correspondncia entre um ponto do espao K e um ponto da imagem de RM. Em cada ponto do espao K existe informao de todo o corte. Se, por exemplo, um pequeno artefato de entrada de RF na sala de exames ocorrer em um dado instante durante a sequncia de pulso, a presena deste artefato bem localizado no tempo poder gerar um artefato que se propagar para toda a imagem de RM;


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Quanto maior o nmero de linhas do espao K, maior a quantidade de sinal coletado, porm maior o tempo necessrio. Se, em uma sequncia de pulso spin eco, cada linha do espao K preenchida a cada tempo de repetio (TR), o tempo total para adquirir uma ou mais imagens ser diretamente proporcional ao nmero de linhas do espao K; As linhas centrais do espao K esto diretamente relacionadas ao contraste na imagem de RM e a periferia, resoluo espacial; Uma imagem de RM pode ser formada por mais que um espao K. A escolha do nmero de espaos K que sero utilizados para gerar uma imagem um parmetro controlado pelo operador e costuma ser chamado de nmero de aquisies ou nmero de excitaes (NEX). Passar de um para dois espaos K faz com que o tempo total de aquisio dobre, com o benefcio de melhorar em cerca de 40% a relao sinal-rudo na imagem. Formas de preenchimento Cada sequncia de pulso pode se utilizar de uma estratgia para o preenchimento do espao K4,9. A Figura 15 mostra um esquema representativo de algumas destas formas.

Sequncias de pulsoDuas grandes famlias de sequncias de pulso so usadas para formar imagens de RM: spin eco (SE) e gradiente eco (GRE). Spin eco (SE) A sequncia de pulso spin eco (SE) se caracteriza pela aplicao de um pulso inicial de RF de 90, seguido de um pulso de RF de 180 e a coleta de um eco (Figura 13). Uma linha do espao K preenchida a cada tempo de repetio (TR). A ponderao na imagem controlada pelo TR e pelo TE. Os tempos tpicos de TR e TE, assim como sua respectiva ponderao na imagem, so apresentados no Quadro 1. Spin eco multieco Uma variao da SE convencional a multieco, onde, dentro de um mesmo TR, so selecionados dois tempos de eco diferentes. O primeiro TE curto e o segundo TE longo. Aps a aplicao de cada um dos pulsos de RF de 180, surgir um eco. Cada eco, em cada TE, armazenado em um espao K diferente. As imagens de RM resultantes de cada um destes espaos K tero uma ponderao diferente. Esta tcnica usada para obtermos, dentro do mesmo TR, uma imagem ponderada em T2 e uma imagem ponderada na densidade de prtons (DP). Tempo de aquisio O tempo de aquisio de uma imagem de RM pode ser calculado da seguinte forma (Equao 7): (7) onde: TR: tempo de repetio (em segundos); NCF: nmero de codificaes de fase; NEX: nmero de excitaes ou nmero de espaos K coletados. Considerando os parmetros de uma tpica aquisio ponderada em T1 (TR=500ms, 256 codificaes de fase e NEX=1), o tempo de aquisio ser de 128 segundos ou cerca de 2 minutos. J para uma aquisio ponderada em T2 com TR igual a 2500ms, 256 codificaes de fase e NEX=1, o tempo total de aquisio passa a ser de 640 segundos ou quase 11 minutos. Desta forma, para se obter ponderao T2 em tempo adequados, ou mesmo para aquisies mais rpidas com ponderao T1, foi desenvolvida no meio da dcada de 80 a sequncia de pulso RARE11 (rapid acquisition with

Figura 14. Espao K e a imagem de RM correspondente aps a aplicao da transformada de Fourier bidimensional (TF 2D).

Quadro 1. da ponderao na imagem em sequncias SE. Figura 15. Esquema representativo das formas de preenchimento do espao K. A diferena entre a forma cartesiana (a) e a cntrica (c) que, ao invs de iniciar o preenchimento por um dos extremos do espao K, o mtodo cntrico inicia pela parte central. 124Revista Brasileira de Fsica Mdica. 2009;3(1):117-29.

Tempo de repetio (TR) TR Curto (< 500 ms) TR Longo (> 1500 ms) TR Longo (> 1500 ms)

Tempo de eco (TE) TE Curto (5 a 25 ms) TE Longo (> 90 ms) TE Curto (5 a 25 ms)

Ponderao T1 T2 DP


relaxation enhancement em ingls), que se popularizou como turbo spin eco (TSE). Turbo spin eco A sequncia de pulso turbo spin eco (TSE) utiliza mltiplos pulsos de RF de 180, combinando mltiplas codificaes de fase, dentro de um mesmo TR. Desta forma, um trem de ecos pode ser gerado. Cada eco ir preencher uma linha diferente do espao K, reduzindo assim o tempo total de aquisio. O nmero de pulso de RF de 180 a ser empregado chamado de fator turbo ou tamanho do trem de ecos. A reduo no tempo total de aquisio proporcional ao fator turbo, como mostra a Equao 8: (8) Seria excelente poder usar um fator turbo to alto a ponto de reduzir qualquer aquisio a no mais que alguns segundos. O eco coletado a cada pulso de 180 diminui em amplitude de acordo com o tempo T2 do tecido, ou seja, cada sinal coletado vai ficando menor medida que se aplicam mais pulsos de refocalizao, at o ponto em que se coleta um sinal comparvel ao rudo. Outra observao sobre as sequncias de pulso TSE o chamado TE efetivo (TEef). Como uma srie de ecos sero gerados dentro de um mesmo TR, o conceito de TE remete concluso de que esta tcnica possuir mltiplos tempos de eco. Entretanto, o TE que afetar de forma mais significativa a ponderao na imagem o TE responsvel pelo eco, que far o preenchimento da linha central do espao K. A este TE dado o nome de TE efetivo (TEef). A aquisio de uma imagem TSE ponderada em T2 com os mesmos parmetros do exemplo usado em spin eco, exceto pelo uso de um fator turbo igual a 4, resultaria agora em um tempo de aquisio em cerca de 3 minutos, o qual razovel para a rotina de exames de um hospital ou de uma clnica. Gradiente eco As sequncias de pulso gradiente eco (GRE) so similares SE, mas ao invs de se usar um pulso de RF de 180 para refasar os spins, utiliza-se um gradiente de campo magntico, como mostra a Figura 16. Se os valores de TR, TE e ngulo de desvio do pulso de excitao forem semelhantes aos utilizados em sequncias SE, a ponderao na imagem e o tempo de aquisio tambm sero semelhantes. Entretanto, a GRE mais sensvel a inomogenidades de campo magntico e apresenta mais artefatos na imagem devido a diferenas de susceptibilidade magntica. Uma vez que a defasagem e refasagem dos spins para a produo do eco agora controlada por um gradiente de campo magntico, possvel reduzir brutalmente o TR e o TE; entretanto, faz-se necessria uma reduo no ngulo de desvio de forma a obter, entre sucessivos pulsos de excitao, uma quantidade adequada de magnetizao

longitudinal. A combinao de baixo ngulo de desvio e curto TR e TE a base para a maioria das chamadas sequncias de pulso rpidas de RM. Outra forma de adquirir imagens rpidas em IRM fazer uso da sequncia de pulso EPI (echo planar imaging, em ingls).

Imagem ecoplanarA conexo com imagem funcional por RM se torna mais evidente a partir de agora com a descrio da sequncia de pulso ecoplanar (EPI). Originalmente descrita por Peter Mansfield em 19778 como uma forma terica de aquisio extremamente rpida, teve que aguardar melhorias nos sistemas de gradientes e radiofrequncia para se tornar clinicamente til. Atualmente, a aquisio de EPI capaz de adquirir uma imagem 2D em tempos to curtos quanto 20 milissegundos. Desta forma, desempenhou e continua a desempenhar papel fundamental para o desenvolvimento de aplicaes como difuso, perfuso e RMf. A sequncia de pulso EPI se difere das sequncias SE e GRE principalmente na forma como os gradientes de codificao de fase e frequncia so aplicados4. Um esquema inicial de aplicao de pulsos e acionamento de gradientes pode estar baseado em SE ou em GRE. A Figura 17 mostra o diagrama de um sequncia de pulso EPI-SE. Um pulso de excitao de 90 enviado, seguido de um pulso de refocalizao de 180 e, a partir deste ponto, uma srie de gradientes bipolares de leitura so empregados para gerar um trem de ecos. Com a aplicao de gradientes codificadores de fase, cada eco coletado e armazenado em uma linha do espao K. Se todo o espao K necessrio para formar uma imagem for adquirido dentro de um TR, chamamos a aquisio EPI de tiro nico.

Figura 16. Sequncia de Pulso GRE. O pulso de excitao de 90 substitudo por um pulso a e, ao invs de um pulso de RF de 180, utilizado um gradiente codificador de frequncia ou de leitura (GL) para defasar (lobo invertido ou negativo) e aps refasar os spins (lobo positivo).Revista Brasileira de Fsica Mdica. 2009;3(1):117-29.

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o SIL ocorre, uma srie de ecos de gradiente produzida usando os gradientes de codificao EPI de leitura e fase. O pulso de excitao usado de 90, pois o TR suficientemente longo. As imagens sero fortemente ponderadas em T2*, o que aumenta o aparecimento de artefatos de susceptibilidade entre tecidos como osso e ar, mas tambm auxiliar no contraste das imagens de RMf.

Ressonncia magntica funcional (RMf)A ressonncia magntica funcional hoje uma tcnica estabelecida e amplamente utilizada para o mapeamento da funo cerebral. A obteno de imagens do tecido cerebral que possibilitam localizar regies que esto envolvidas com a realizao de determinadas tarefas tpico de interesse para a Biologia Molecular, Neurofisiologia e Neuroanatomia. Uma aplicao clnica importante da RMf o de auxiliar no planejamento neurocirrgico e radioterpico de tumores cerebrais e outras leses13,14. Os dados gerados pela RMf podem ser sobrepostos nas imagens anatmicas e correlacionados com a provvel abordagem cirrgica ou teraputica a ser adotada, de forma a evitar ou reduzir as complicaes decorrentes da mesma. Em 1991, o artigo de Moonen et al. publicado na Science12 apresentou tcnicas de RM como angiografia, perfuso, difuso, transferncia de magnetizao e espectroscopia como tcnicas funcionais de obteno de imagens em seres humanos. Entretanto, a partir do trabalho de Ogawa em 199016, o termo funcional passou a ser aplicado somente para a tcnica que ser descrita a seguir. Exploraremos a RMf baseada no chamado efeito BOLD (do ingls blood oxygenation level dependent), ou dependncia no nvel de oxigenao do sangue. Em 1990, Ogawa et al. observaram que os vasos sanguneos do crebro de um rato eram originalmente pretos quando este respirava ar numa composio normal; entretanto, passavam a apresentar maior sinal na imagem de RM e perdiam o contraste com o tecido vizinho quando o ar que respiravam atingia uma concentrao de 100% de oxignio. Os autores perceberam que a mudana de sinal era causada por diferenas nas propriedades magnticas do sangue. A hemoglobina sem oxignio (deoxi-hemoglobina) apresenta efeito de susceptibilidade magntica em relao ao tecido vizinho. J quando o rato respira 100% de oxignio, o sangue venoso possui uma concentrao bem maior de oxi-hemoglobina, deixando de existir diferenas em relao ao tecido vizinho (reduo do contraste). Ogawa et al. concluem que possvel utilizar este mecanismo de contraste para visualizar a funo cerebral, pois acreditava que, quando ocorre uma ativao numa dada regio do tecido cerebral, surgiriam pontos escuros na imagem uma vez que aumentaria o nvel de deoxi-hemoglobina devido ao consumo de oxignio. As propriedades magnticas da oxi-hemoglobina e da deoxi-hemoglobina j haviam sido estudadas por Pauling e Coryell em 193617, onde relatam que o estado

Figura 17. Diagrama simplificado de uma sequncia de pulso EPI-SE.A forma de preenchimento do espao K bastante particular para a sequncia EPI, pois os ecos so armazenados linha a linha em zigue-zague, como mostrou a Figura 14 (d). Da mesma forma que na TSE, o TEef ser determinado pelo eco que preencher o centro do espaoK. A ponderao das imagens EPI baseada em T2*, uma vez que a aquisio de todos os ecos produzidos ocorre dentro do tempo de decaimento induzido livre. EPI bastante susceptvel a inomogeneidades de campo. Sistemas de gradientes rpidos e perfeitos so fatores decisivos para a qualidade das imagens. O fator turbo est diretamente relacionado ao tempo e a resoluo espacial da imagem. J o chamado espaamento entre ecos (ESP) est diretamente relacionado qualidade da imagem. Quanto maior o fator turbo, menor o ESP. Quanto menor o ESP, menor sero os artefatos de distoro na imagem, desvio qumico e perda de sinal. EPI-SE A sequncia de pulso 2D spin eco EPI (EPI-SE) formada pela aplicao de um pulso inicial de RF de 90 e um pulso de refocalizao com ngulo de desvio de 180. O pulso de 180 ir gerar o eco. Durante a janela de tempo em torno do eco, os gradientes de codificao EPI de leitura e fase sero acionados para produzir uma srie de ecos de gradiente codificados espacialmente4. Os ecos de gradiente que so amostrados para preencher o espao K foram gerados por um eco de spin ao invs de um SIL como ocorrer com a EPI-GRE. A EPI-SE sofre uma reduo nos artefatos de susceptibilidade, porm possui sensibilidade reduzida ao efeito que buscaremos obter para o mapeamento cerebral pela RMf. A sequncia de pulso EPI-SE utilizada para a obteno de imagens ponderadas na difuso da gua no tecido cerebral e nas aquisies para o clculo do tensor de difuso (DTI)15. EPI-GRE A sequncia de pulso 2D EPI-GRE tem incio com o envio de um pulso de excitao para a produo do SIL. Enquanto

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magntico da hemoglobina muda de acordo com o seu estado de oxigenao. Em 1982, Thulborn e colaboradores18 demonstram que o tempo de relaxao T2 do sangue dependente da concentrao de oxignio. De fato o que passou a ser observado nas primeiras imagens feitas do tecido cerebral durante a realizao de tarefas foi um aumento na intensidade de sinal nas regies neuronais ativas e no uma reduo. Este fato se deve a um aumento no fluxo sanguneo arterial (oxigenado) bastante maior que o aumento de deoxi-hemoglobina local, causado pelo consumo de oxignio. Localmente observada uma reduo no nvel de deoxi-hemoglobina e um aumento no tempo de relaxao T2. a maior ou menor concentrao de deoxi-hemoglobina que determina o contraste entre os tecidos. O efeito BOLD deveria ser chamado de dependncia no nvel de deoxigenao do sangue, uma vez que a deoxi-hemoglobina que altera a susceptibilidade magntica. A oxi-hemoglobina diamagntica e a deoxi-hemoglobina paramagntica. Em 1992, Kwong et al., Ogawa et al. e Bandetinni et al., assim como outros pesquisadores, publicaram trabalhos mostrando que era possvel mapear mudanas de sinal nas imagens de RM e que estas mudanas estavam diretamente relacionadas com estmulos cerebrais produzidos em crebros humanos19-21. O fsico ingls Michael Faraday tem uma relao muito estreita com os fundamentos que permitiram o desenvolvimento da fsica relacionada RMN e observao deste fenmeno, responsvel pela Lei da Induo Eletromagntica (Lei de Faraday) em que uma fora eletromotriz induzida em um condutor quando um campo magntico em torno deste muda. Ao observar atentamente o contedo deste artigo, pode-se perceber que devido Lei de Faraday que se detecta a variao da magnetizao do tecido atravs das bobinas receptores de um equipamento de IRM. Mas qual seria a relao de Faraday com a RMf? Essa pergunta comea a ser respondida quando, verificando o trabalho de Ogawa et al. de 1990, os autores fazem referncia ao trabalho publicado por Thulborn et al. em 1982, sendo queeste faz referncia ao trabalho de Pauling e Coryell, de 1936. Numa curta frase na introduo do trabalho de Pauling e Coryell, os autores mencionam experimentos de Faraday em 184522, investigando propriedades magnticas de amostras de sangue seco. Faraday realmente investigou a resposta de diversos materiais quando colocados sob a ao do campo magntico entre eles, o sangue fresco e o sangue seco. Relata que ficou bastante impressionado pelo fato do sangue no ser magntico, apesar de conter ferro. Relata, ainda, que se um homem pudesse ser suspenso com suficiente delicadeza e colocado sob ao de um campo magntico, o mesmo no seria defletido por este campo, permanecendo inalterado em termos do alinhamento com o campo externo. Efeito BOLD e o sinal de RMf Uma regio do crtex cerebral responsvel pela funo motora dos dedos da mo pode ser considerada em repouso

Figura 18. Funo de resposta hemodinmica (FDR) com a diviso em sete fases.quando o indivduo no est realizando a movimentao dos mesmos. Neste momento, as concentraes de oxihemoglobina e deoxi-hemoglobina esto distribudas de tal forma que o comportamento magntico da regio igual a todo tecido vizinho. A partir do momento em que os neurnios desta rea forem ativados para que o indivduo inicie a movimentao dos dedos da mos, haver um aumento no consumo de oxignio local e um aumento no fluxo sanguneo para suprir a regio com oxi-hemoglobina. Como a quantidade suprida de oxi-hemoglobina muito maior que o consumo para realizar a tarefa, a relao oxi/deoxi-hemoglobina aumenta na regio. Esta reduo na proporo de deoxi-hemoglobina (paramagntica) torna o tempo T2 local maior, causando aumento local no sinal de RM. Estes eventos que iniciam com o aumento da atividade eltrica e modulam a resposta neurovascular, alteram o sinal de RM no tempo e produzem a chamada funo de resposta hemodinmica. Funo de resposta hemodinmica A curva mostrada na Figura 18 representa a funo de resposta hemodinmica (FRH) para um voxel localizado na rea motora descrita anteriormente. Podemos considerar sete fases distintas nesta curva: 1) linha de base; 2) queda inicial; 3) aumento do sinal BOLD; 4) pico do sinal BOLD; 5) reduo do sinal BOLD; 6) queda posterior; 7) retorno linha de base. Durante a ativao neuronal, pode ocorrer um aumento na concentrao de deoxi-hemoglobina, causando a queda inicial na FRH (fase 2). Logo a seguir, o aumento na relao oxi/deoxi-hemoglobina leva at o pico do sinal BOLD (fases 3 e 4) e pode se manter num plat se o estmulo for mantido por tempo suficiente. Aps cessar o estmulo, o sinal retorna linha de base (fase 7), podendo apresentar uma queda posterior (fase 6). Acredita-se que esta queda deriva de uma demora na normalizao do volume sanguneo regional em relao ao fluxo sanguneo. Modelos biomecnicos vm sendo criados e testados experimentalmente para explicar as alteraes dinmicas na oxigenao e no fluxo sanguneo durante a atividade neural .


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Figura 19. Resumo da cadeia de eventos que gera a alterao local de sinal nas imagens de RM.

Figura 20. Efeito da escolha do limiar estatstico para visualizao do mapa de ativao de tarefa motora de movimentao dos dedos da mo direita sobreposto na imagem anatmica ponderada em T1. As imagens foram usadas para o planejamento neurocirrgico do tumor localizado no lado esquerdo do crebro.A implicao prtica que o efeito BOLD pode ser usado para detectar indiretamente o aumento na atividade neuronal no momento em que um indivduo realiza uma tarefa em particular, comparativamente a outro momento quando a tarefa no executada . A Figura 19 resume a cadeia de eventos que criam o aumento local de sinal nas imagens ponderadas em T2* da sequncia de pulso EPI-GRE. Paradigmas O paradigma representa o conjunto de tarefas cognitivas que o indivduo deve realizar no momento do exame. Alternar a movimentao do p com perodos de repouso, ou realizar a leitura de frases projetadas numa tela com a visualizao de uma letra no centro da mesma tela, so exemplos de paradigmas simples usados em experimentos de RMf. O desenho de paradigmas fundamental para a obteno de resultados nas imagens que representem a funo cerebral a ser estudada. A forma mais simples de fornecer estmulos em bloco, ou seja, alternando perodos de atividade e de repouso; porm, outras estratgias podem ser adotadas. O paradigma em bloco ser explorado neste artigo por ser o mais utilizado clinicamente. Paradigma em bloco Tal paradigma consiste na apresentao de um estmulo ao paciente de forma alternada como perodos de repouso. Pode-se desenhar um paradigma em bloco para observar as regies do crtex cerebral relacionadas ao movimento dos dedos da mo direita. A estratgia a ser adotada pode

ser de pedir que, durante os 30 segundos iniciais (A), o indivduo permanea imvel e somente prestando ateno no rudo produzido pelo equipamento. Nos 30 segundos seguintes (B), o indivduo orientado a realizar um movimento de encontro dos dedos da mo. Este ciclo de dois perodos (AB) pode ser repetido duas, trs ou mais vezes. Com o uso da sequncia de pulso EPI-GRE, possvel adquirir de 10 a 20 cortes com espessuras de 3 a 10 mm, que cobriro todo o crebro em tempos de aquisio de 1,5 a 4 segundos. Se utilizarmos um TR de 1500 ms, podemos obter 20 imagens coletadas na condio A e 20 imagens na condio B. A matriz de aquisio normalmente utilizada de 64x64. A aquisio rpida permite que as alteraes no sinal devido ao fenmeno BOLD possam ser detectadas de forma mais sensvel e comparadas ao modelo em bloco. Estas alteraes de sinal em equipamentos de 1,5 T so da ordem de 0,3 a 5%, o que se aproxima bastante do prprio rudo, tornando impossvel a observao direta na imagem. Somente atravs da anlise estatstica pixel a pixel possvel identificar os pixels na imagem que se correlacionam com o paradigma. Anlise das imagens Existe uma quantidade bastante grande de programas livres ou comerciais para o processamento das imagens de RMf que so fornecidos por diversos grupos de pesquisa espalhados pelo mundo. Programas como o SPM e o FSL26 so exemplos amplamente usados por pesquisadores. Os fabricantes de equipamentos tambm fornecem programas comerciais que podem ser instalados em estaes de trabalho ou no prprio equipamento para anlisel, seja aps a aquisio das imagens ou em tempo real, durante a execuo do exame25. As etapas necessrias para o processamento dos dados de uma aquisio de RMf, e que so comuns a todos os programas, podem ser resumidas nos itens mostrados abaixo. Outras etapas podem ser acrescentadas, dependendo do objetivo do exame ou anlise: correo de movimento: busca realinhar os volumes adquiridos de forma que pequenos movimentos no atrapalhem a anlise posterior; aplicao de filtro de suavizao: serve para reduzir o rudo das imagens, aumentando a razo sinal-rudo, porm reduzindo a resoluo espacial das imagens; modelamento com o paradigma e com a FRH: esta etapa cria a funo do sinal no tempo esperada para rea ativada e modelada com a funo de resposta hemodinmica; gerao do mapa estatstico e estabelecimento do limiar de visualizao: o modelo criado comparado com o sinal medido pixel-a-pixel e um mapa estatstico criado para cada corte, onde cada pixel neste mapa possuir um tom de cinza ou de cor que expressa o grau de correlao entre o modelo e o sinal medido. A este mapa podemos atribuir um limiar estatstico, de

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forma que s sobrevivam os pixels acima de um determinado valor, aumentando a confiana de que aquele ponto realmente uma ativao (Figura 20); sobreposio em imagens anatmicas: como a resoluo espacial da sequncia de pulso EPI-GRE baixa, o mapa contendo as ativaes pode ser sobreposto numa imagem anatmica ponderada em T1 de alta resoluo.

7. 8. 9. 10. 11. 12.

ConclusoA IRM amplia cada vez mais suas aplicaes para o diagnstico mdico, e a rea que mais se beneficiou at hoje desta evoluo foi a Neurorradiologia. Em especial, a RMf vem auxiliando de forma fundamental no entendimento dos mecanismos relacionados ao funcionamento cerebral. Ainda assim, um aprofundamento nos conceitos fsicos aqui apresentados necessrio para o entendimento completo, uma vez que o caminho mais simples foi adotado. impossvel no imaginar que tipo de sensao Faraday teria ao ver um equipamento de RM e, na sua tela, a deteco em tempo real das mudanas de sinal no tecido cerebral devido a alteraes dinmicas da concentrao de deoxi-hemoglobina. Assim como em outros grandes exemplos de aplicaes da fsica na medicina, a RMf est maravilhosamente entrelaada nestas duas reas.13. 14.

15.

16.

17.

18.

19.

Agradecimentos equipe multidisciplinar da Unidade de Diagnstico por Imagem do Hospital Moinhos de Vento e a Professora Doutora Ana Maria Marques, da Faculdade de fsica da PUCRS, pelo incentivo e comentrios para este artigo.

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Ressonancia Magnetica